劉智敏 許新建

心電圖機可以記錄患者心臟興奮的產(chǎn)生、傳導和恢復過程中的生物電位變化，并將微弱的心電信號加以放大和記錄，是心臟病診斷中不可或缺的重要儀器[1]。由于心電圖機采集的心電信號具有微弱性、不穩(wěn)定性、低頻特性等特點，所以其靈敏度很高，極易受到外來電信號的感應而產(chǎn)生干擾。因此心電圖機本身都具有比較精密的濾波系統(tǒng)，用于防止各種干擾信號。但是在使用過程中，心電圖機的使用環(huán)境一直在變化，其同電網(wǎng)上不同醫(yī)療設備的變化，容易造成心電圖機的干擾；或是心電圖機周圍設備的變化，包括微波治療儀、中頻治療儀、高頻電刀等設備，容易造成心電圖機的波形失真；隨著心電圖機內(nèi)部電路和導聯(lián)線的老化，其內(nèi)部電子元器件也會產(chǎn)生干擾信號[2]?；诖?，本研究設計一種新型心電信號干擾抑制系統(tǒng)，連接于心電圖機的電源接口處，通過各部分濾波電路對心電圖機產(chǎn)生的各種頻率的雜波進行抑制，使心電圖機在使用過程中心電波形不受各種干擾，心電系統(tǒng)性能更加穩(wěn)定[3]。

1 新型心電信號干擾抑制系統(tǒng)設計路線

1.1 心電干擾信號特征

醫(yī)務人員采用心電信號的形態(tài)、波幅大小以及各波之間的相對時間關系來鑒別診斷各種心臟疾病，因此，心電圖的精確度對于心臟疾病的鑒別診斷至關重要[4]。

心電信號電壓幅值通常為0.05～5 mV，在測量中如此微弱的信號很難進行直接觀察或記錄，且在測試過程中，人體心電信號處于動態(tài)變化之中。由于人體是一個與外界有密切關系的開發(fā)系統(tǒng)，內(nèi)部存在著器官間的相互影響，這些情況都會使人體心電信號發(fā)生相應的變化。因此，心電信號在測量過程中除了要受到來自心電圖機的干擾，還不可避免的受到使用環(huán)境的干擾[5]。心電信號干擾的形式為：①來自電極噪聲的干擾；②來自無線電波及高頻設備的干擾；③來自被測生理變量以外的人體電現(xiàn)象(如肌電信號)所引起的噪聲干擾；④來自電子器件的噪聲干擾；⑤來自帶電衣服的靜音噪聲干擾以及來自50 Hz交流干擾等。

在心電干擾抑制系統(tǒng)的設計過程中，主要分為50 Hz的泄漏電路和交流干擾電路、35 Hz的肌電干擾電路、交流磁場干擾電路和阻抗耦合干擾電路4部分濾波電路[6]。

1.2 心電信號干擾抑制電路設計

1.2.1 50 Hz交流干擾信號抑制電路設計

根據(jù)市電上和心電圖機上的50 Hz交流干擾信號，系統(tǒng)采用雙T有源濾波器，該電路頻率的計算為公式1：

式中f為電路頻率，R為電阻阻值，C電容容量。

當干擾信號的頻率f＞f0時，兩個串聯(lián)的C1、C2阻抗很低，信號可經(jīng)過兩個電容直接傳送到運放的同相輸入端，當干擾信號的頻率f＜f0時，兩個串聯(lián)的C1、C2阻抗很高，信號可經(jīng)過兩個串聯(lián)的電阻R1、R2直接傳輸?shù)竭\放的同相端，只有當干擾信號的頻率f=f0時，信號分別經(jīng)過兩個通道傳輸，從高通濾波器(C1、C2和R/2構成)輸出的電壓比輸入電壓超前一個略＜π/2的相位，從低通濾波器通道(R1、R2和2C構成)輸出電壓比輸入電壓落后一個略＜π/2的相位。兩路傳輸?shù)酵噍斎攵说碾妷赫么笮∠嗟取⑾辔幌喾辞蚁嗷サ窒?，因此放大器輸出電壓近似為零[7]。50 Hz交流干擾信號抑制電路如圖1所示。

圖1 50 Hz交流干擾信號抑制電路圖

圖1 的電路圖顯示，R4、R5以及運放組成抑制電路的正反饋，具有增強信號作用，反饋系數(shù)為F=R5/(R5+R4)，抑制電路的品質(zhì)因數(shù)Q決定濾波器的選擇性，高Q對應較窄的阻帶，而低Q對應較寬的阻帶。根據(jù)該電路抑制50 Hz干擾信號，需要越高的Q，則Q值的計算為公式2：

阻帶的計算為公式3[8]：

根據(jù)公式可知需要抑制50 Hz的干擾信號，必須選擇相對應的電容和電阻。根據(jù)公式(1)，選擇電阻為10 kΩ，電容為0.33微法，這樣就可以抑制50 Hz的干擾信號。

1.2.2 35 Hz肌電干擾信號陷波電路設計

35 Hz肌電干擾信號陷波電路是將肌電信號在35 Hz迅速衰減信號，以達到阻礙此頻率信號通過的濾波效果。陷波濾波電路屬于帶阻濾波電路的一種，但是其帶阻非常狹窄，階數(shù)必須是二階以上[9]。35 Hz干擾信號陷波電路如圖2所示。

圖2 35 Hz干擾信號陷波電路圖

圖2 顯示，為實現(xiàn)抑制35 Hz肌電干擾信號，根據(jù)公式(1)，設定C4=C5=0.22微法，R6=R7=R8=R9=21.4 KΩ，通過高精度組件電阻和電容，可以實現(xiàn)中心頻率的調(diào)諧，該電路的組件輕度不匹配時，僅影響中心頻率，而不會影響諧波深度；該電路還通過R11調(diào)節(jié)陷波電路的Q值，且不會影響中心頻率，進一步修正濾波效果[10]。

1.2.3 高頻干擾信號抑制電路設計

高頻干擾信號是指患者附近存在的電流電路與患者回路之間通過電磁耦合產(chǎn)生的干擾信號。如微波治療儀、高頻治療儀、高頻電刀、照明設備等產(chǎn)生的干擾磁場穿過輸入信號時，產(chǎn)生電動勢并與心電信號疊加，造成高頻信號干擾[11]。

心電信號為低頻信號，所以高頻干擾信號抑制電路采用低通濾波器，低頻信號可以通過高頻信號抑制的電路。該低通濾波器采用二階低通濾波器，如圖3所示。

圖3顯示，該高頻信號抑制電路R13、R14、C6及C7設定中心頻率，其計算為公式4：

圖3 高頻干擾信號抑制電路圖

當高頻信號高于截止頻率時，信號被抑制。心電圖機采集的信號為0～100 Hz，因此該電路設置的截止頻率為100 Hz，當干擾信號頻率＞100 Hz時，其都被抑制，進而確保心電信號不受高頻信號干擾[12]。

2 新型心電信號干擾抑制系統(tǒng)測試與應用

2.1 系統(tǒng)測試

為了進一步提高心電信號干擾抑制系統(tǒng)的濾波效果，50 Hz干擾信號抑制電路、35 Hz干擾信號抑制電路和高頻信號干擾電路相互獨立，在運行過程中相互不影響。本系統(tǒng)以外接的形式接在心電圖機的心電導聯(lián)的接口處，心電電纜線在系統(tǒng)的輸入信號接口處，三種抑制電路均配備運行開關，醫(yī)務人員可根據(jù)輸出心電波形的干擾情況，選擇相應的抑制電路，進而更加精確的濾除干擾信號[13]。

2.2 系統(tǒng)應用

(1)在應用50 Hz干擾信號抑制電路時，因為50 Hz干擾信號產(chǎn)生的原因很多且比較復雜，主要包括交流磁場干擾、泄漏電流干擾、阻抗耦合干擾、靜電干擾以及心電圖機內(nèi)部的50 Hz干擾等[13]。在開啟50 Hz干擾信號抑制電路的同時，需做到以下步驟：①使心電圖機接地良好，一般接地電阻要＜4 Ω；②用高絕緣強度的合成樹脂板放置檢查床下，避免泄漏電路進入患者體內(nèi)；③用細砂紙去除患者皮膚表面角質(zhì)層，并在患者的檢查部位涂上導電膏，以降低皮膚和心電電極之間的阻抗不平衡程度；④及時檢修心電圖機內(nèi)部老化的電子元器件。

(2)在應用35 Hz干擾信號抑制電路時，主要去除35 Hz肌電干擾信號。35 Hz肌電干擾信號產(chǎn)生的主要原因有患者精神過于緊張、環(huán)境溫度過低、患者發(fā)冷寒顫、心電圖機電極夾過緊等，在開啟35 Hz干擾信號抑制電路的同時，需做到以下步驟[14]：①確保患者全身放松，避免用力活動，使患者全身肌肉自由放松；②心電導聯(lián)線的電極夾松緊要適合；③嚴格控制檢查場所的溫濕度。

(3)心電圖機的高頻信號干擾不僅有電網(wǎng)的高頻信號，也有心電圖機運行環(huán)境中其他設備的影響，在預防此干擾信號時，一方面開啟高頻信號抑制電路；另一方面應盡量保證心電圖機的運行環(huán)境中無其他設備的干擾。

3 結語

心電圖機在采集心電信號過程中需要通過心電導聯(lián)線采集信號，中央處理器模數(shù)轉換等過程中不可避免的受到各種干擾信號，主要包括工頻干擾信號、肌電干擾、高頻信號等。本研究設計的一種新型心電干擾抑制系統(tǒng)，主要可以抑制50 Hz干擾信號、35 Hz肌電干擾信號以及100 Hz以上的高頻干擾信號，可以大幅度減少干擾信號，進一步提高采集心電信號的準確性，更加精確的為患者臨床治療提供心電數(shù)據(jù)，對于提高醫(yī)療質(zhì)量、方便患者治療具有較大的意義[15]。

心電信號采集時常處在一個動態(tài)的環(huán)境中，又因為其信號的微弱，需通過多級放大，在此情況下所受到的干擾信號較為復雜，且種類較多。因此，新型心電干擾抑制系統(tǒng)只能抑制大部分的干擾信號，其他的干擾信號需增加相應的抑制電路方能提高心電圖機的抗干擾能力，對此有待于該系統(tǒng)進一步改進[16]。